Description

Translated from Japanese

【０００１】 [0001]【発明の属する技術分野】 BACKGROUND OF THE INVENTION本発明は非侵襲で連続的に生体の循環器情報を計測することができる循環器情報計測システムに関するものである。 The present invention relates to circulatory information measurement system capable of measuring the cardiovascular information continuously vivo noninvasively.【０００２】 [0002]【従来の技術】 BACKGROUND OF THE INVENTION従来より、患者の循環器の状態を把握するための循環器指標として、血流量、血管の拡張・収縮速度による粘弾性などの諸指標が利用されている。 Conventionally, as a cardiovascular index for grasping the condition of the patient's circulatory blood flow, various indicators such as viscoelasticity by expansion and contraction speed of the vessel is utilized.血流量の計測としては、生体の血管に対して超音波を照射し、血流により生じるドップラー信号を用いて血流速度を求め、血管の断面積との関係から、血流量を求める方法が知られている。 The measurement of the blood flow, ultrasound was irradiated to a living body of the vessel to obtain the blood flow velocity using the Doppler signals produced by the blood flow, the relationship between the cross-sectional area of ​​the blood vessel, a method of determining blood flow knowledge It is.【０００３】 [0003]また、血管の拡張・収縮速度を求める方法としては、連続した画像データの輝度勾配を用いて速度ベクトルを求めるオプティカルフロー法が用いられている。 Further, as a method for determining the expansion and contraction speed of the vessel, an optical flow method for determining the velocity vector using the brightness gradient of continuous image data is used.【０００４】 [0004]【発明が解決しようとする課題】 [Problems that the Invention is to Solveしかしながら、ドップラー信号を用いて血流速度を求め、血流量を求める場合、血流量を求めるために、その部位の血管の断面積を容易かつ連続的に算出する技術が望まれていた。 However, it obtains blood flow velocity using the Doppler signal, when obtaining the blood flow, in order to determine the blood flow rate, a technique for calculating the cross-sectional area of ​​the blood vessel at the site easily and continuously has been desired.また、上記のオプティカルフロー法においては、複雑な逐次計算が必要となるという問題点があった。 In the optical flow method described above, complex sequential computation disadvantageously required.【０００５】 [0005]また、従来、血圧を計測する方法としては、主にカフを用いて生体の一部を圧迫し、得られる振動や音から血圧を計測する方法がとられてきた。 Conventionally, as a method for measuring the blood pressure, primarily to compress the portion of a living body by using a cuff, a method of measuring the blood pressure from the resulting vibration and noise it has been taken.しかしながら、手術後など数日にわたって血圧を計測する場合には、生体を圧迫することがかなりの精神的かつ肉体的な負担となっている。 However, when measuring the blood pressure for several days such as after surgery, it is pressing the living body and has a significant mental and physical burdens.この問題を解決するために、超音波により血管内を伝搬する脈波の伝搬速度を計測し、血圧を計測する方法が、特開平７−２４１２８８号公報に開示されている。 To solve this problem, the propagation velocity of the pulse wave propagating through the blood vessel is measured by an ultrasonic method of measuring blood pressure is disclosed in JP-A-7-241288.この方法では、 in this way,ΔＰ＝ρＣΔｖ ΔP = ρCΔvここで、ΔＰ：圧力変化 ρ：血液密度Δｖ：流速変化 Ｃ：脈波伝搬速度なる理論式を用いて血圧を求めている。 Here, [Delta] P: pressure change [rho: Blood Density Delta] v: velocity change C: seeking blood pressure using a pulse wave propagation velocity becomes theoretical formula.この理論式は（（社）日本油空圧学会編：新版油空圧便覧、第１編、第３章、２４−２５、オーム社、１９８８）に開示されている。 This theoretical formula is ((S) and Japan Oil sky 圧学 Society: the new version oil sky 圧便 list, first ed., Chapter 3, 24-25, Ohm, Inc., 1988) which is incorporated herein by reference.しかし、この理論式は血管壁に変化のないことを仮定した式であり、管壁の影響が考慮されていないという問題点があった。 However, the theoretical expression is an expression with an assumption of no change in the vessel wall, there is a problem that the tube wall of the impact is not considered.【０００６】 [0006]したがって、本発明は上述した課題に鑑みてなされたものであり、その目的は、非侵襲で血管の断面形状を計測でき、それに基づいて循環器指標を算出することができる循環器情報計測システムを提供することである。 Accordingly, the present invention has been made in consideration of the above problems, its object is a non-invasive can measure blood vessel cross-sectional shape, a cardiovascular information measurement system capable of calculating the cardiovascular indicators based thereon it is to provide.また、本発明の他の目的は、非侵襲で血管の断面形状を計測でき、血管壁の脈動を考慮して正確な血圧を測定することができる循環器情報計測システムを提供することである。 Another object of the present invention is a noninvasive can measure blood vessel cross-sectional shape, in consideration of the pulsation of the blood vessel wall to provide a circulatory information measurement system capable of measuring an accurate blood pressure.【０００７】 [0007]【課題を解決するための手段】 In order to solve the problems]上述した課題を解決し、目的を達成するために、本発明に係わる循環器情報計測システムは、動脈上の少なくとも２ヶ所の血管の断面の形状を同時に検出する断面形状検出手段と、該断面形状検出手段により検出された断面形状に基づいて、前記２ヶ所の断面の断面積を算出する断面積算出手段と、前記断面積算出手段により求められた断面積に基づいて血管内の血液の平均流速を算出する流速算出手段と、前記断面形状検出手段により検出された２ヶ所の血管の断面形状の時間変化から前記２ヶ所の断面の間の脈波の伝搬速度を算出する脈波速度算出手段と、前記流速算出手段により算出された血液の流速と、前記脈波速度算出手段により算出された脈波の伝搬速度とに基づいて、特定の時相における血圧値を基準とする相対血圧値を算出 To solve the above problems and achieve the object, cardiovascular information measurement system according to the present invention, a sectional shape detection means for detecting at least two places on the arterial cross-sectional shape at the same time, the cross-sectional shape based on the cross-sectional shape which is detected by the detection means, the mean flow velocity of the blood of the sectional area calculation means for calculating the cross-sectional area of ​​the cross section of the two places, in the blood vessel based on the cross-sectional area determined by the cross-sectional area calculation means a flow rate calculation means for calculating a pulse wave velocity calculation means for calculating the propagation velocity of the pulse wave between the cross-section of the two locations from the time change of the blood vessel cross-sectional shape of the two positions detected by said sectional shape detection means , calculates the flow rate of the blood which has been calculated by the flow rate calculation means, based on the propagation speed of the calculated pulse wave by said pulse wave velocity calculation means, the relative blood pressure value to a reference blood pressure value in the specific time phaseる相対血圧算出手段と、あらかじめ測定されている基準となる前記特定の時相における血圧値と前記相対血圧値とに基づいて、絶対血圧値を算出する絶対血圧算出手段とを具備し、前記流速算出手段は、前記２ヶ所の断面の断面積の時間微分と前記２ヶ所の断面の距離とから、前記２ヶ所の断面と血管壁により囲まれた部分の血液の平均流速を算出することを特徴としている。 That the relative blood pressure calculation means, based on said blood pressure value relative blood pressure value in the specific time phase as a reference which is previously measured, comprising an absolute blood pressure calculation means for calculating an absolute blood pressure value, the flow velocity calculating means, characterized in that said from the time derivative and the distance of the cross section of the two locations of the cross-sectional area of the cross section of the two locations, to calculate the average flow velocity of the blood of the surrounded by two places section and the vessel wall portion It is set to.【０００８】 [0008]また、この発明に係わる循環器情報計測システムにおいて、前記断面形状検出手段は、前記動脈に向けて超音波を放射する超音波放射手段と、生体内で反射された超音波を検出する超音波検出手段と、前記動脈の管壁の断面形状を抽出するために、前記超音波検出手段からの出力信号を適切な閾値を基準として２値化する２値化手段とを備えることを特徴としている。 Further, the cardiovascular information measurement system according to the present invention, the cross-sectional shape detection means, ultrasonic detection for detecting the ultrasonic wave emitting means for emitting an ultrasonic wave toward the artery, ultrasonic waves reflected by the living body and means, in order to extract the sectional shape of the tube wall of the artery, is characterized in that it comprises a binarizing means for binarizing an output signal from said ultrasonic detection means based on the appropriate threshold.【０００９】 [0009]また、この発明に係わる循環器情報計測システムにおいて、前記断面形状検出手段は、前記超音波検出手段からの出力信号を画像信号に変換する変換手段をさらに具備することを特徴としている。 Further, the cardiovascular information measurement system according to the present invention, the cross-sectional shape detection means is characterized in that it further comprises a conversion means for converting an output signal from said ultrasonic detection means into an image signal.また、この発明に係わる循環器情報計測システムにおいて、前記２値化手段は、前記超音波検出手段からの出力信号を前記変換手段により画像信号に変換した後に、適切な画像濃度値を閾値として２値化することを特徴としている。 Further, the cardiovascular information measurement system according to the present invention, the binarizing means, an output signal from said ultrasonic detection means after conversion to the image signal by the converting means, as a threshold an appropriate image density value 2 It is characterized in that binarization.【００１０】 [0010]また、この発明に係わる循環器情報計測システムにおいて、前記２値化手段は、超音波の入射方向と前記動脈の血管壁のなす角度に応じて前記閾値を設定する設定手段を備えることを特徴としている。 Further, the cardiovascular information measurement system according to the present invention, the binarizing means, as characterized by comprising setting means for setting the threshold value according to the angle of the vessel wall of the artery to the incident direction of the ultrasonic wave there.また、この発明に係わる循環器情報計測システムにおいて、前記２値化手段は、前記断面形状検出手段により検出された血管の断面形状と前記超音波の入射方向とに基づいて、該超音波の入射方向と前記血管壁のなす角度を演算する演算手段をさらに備えることを特徴としている。 Further, the cardiovascular information measurement system according to the present invention, the binarizing means, on the basis of the cross by the shape detection means and the cross-sectional shape of the detected blood vessel and the incident direction of the ultrasonic wave, incident ultrasound It is characterized by further comprising a calculating means for calculating an angle of the vessel wall and direction.【００１６】 [0016]【発明の実施の形態】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION以下、本発明の実施形態について、添付図面を参照して詳細に説明する。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.（第１の実施形態） (First Embodiment)図１は本発明の循環器情報計測システムの第１の実施形態としての血圧測定装置の構成を示した図である。 Figure 1 is a diagram showing a configuration of a blood pressure measurement apparatus according to a first embodiment of the cardiovascular information measurement system of the present invention.【００１７】 [0017]図１に示すように、血管断層像収集部１は同一の血管２の近接した２点の超音波断層像３ａ，３ｂを収集するための超音波振動子４ａ，４ｂから構成される。 As shown in FIG. 1, the blood vessel cross-sectional image acquisition unit 1 is composed of ultrasonic transducers 4a, 4b for collecting ultrasonic tomographic image 3a of closely spaced two points of the same blood vessel 2, the 3b.収集された断層像４ａ，４ｂは血管断面積算出部５に伝達され、血管の断面の抽出処理がおこなわれる。 Collected tomographic image 4a, 4b is transmitted to the blood vessel cross-sectional area calculation section 5, extraction of blood vessel cross-section is performed.血管断面積算出部５で算出された血管の断面積は、血流速算出部６と脈波伝搬速度算出部７に伝達される。 Cross-sectional area of ​​the blood vessel which is calculated by the blood vessel cross-sectional area calculation section 5 is transmitted to the blood flow velocity calculating unit 6 and the pulse wave propagation velocity calculating unit 7.血流速算出部６は、断面積と２点間の距離から、血液の流速を求める。 Blood flow velocity calculating section 6, the distance between the cross-sectional area and two points, determining the flow rate of the blood.脈波伝搬速度検出部７は、２点間の断面積の時間変化の位相差から脈波伝搬速度を求める。 PWV detector 7 obtains the pulse wave propagation velocity from the phase difference of the time variation of the cross-sectional area between two points.血流速算出部６と脈波伝搬速度算出部７によって算出された血流速と脈波伝搬速度が伝達されて、以下の換算式に代入される。 Blood flow velocity calculated by the blood flow velocity calculating unit 6 and the pulse wave propagation velocity calculating section 7 and the pulse wave propagation velocity is transmitted, it is substituted into the following conversion formula.【００１８】 [0018]Ｐ−Ｐ0＝ρＣ0ｖ＋（１／８）ρｖ 2 P-P0 = ρC0v + (1/8 ) ρv 2ここで、Ｐ：血圧、Ｐ0＝最低血圧（拡張期血圧）、ρ：血液の比重、Ｃ0：拡張期末期の脈波伝搬速度、ｖ：血管の断面内の平均流速である。 Here, P: pressure, P0 = diastolic blood pressure (diastolic blood pressure), [rho: blood density, C0: PWV diastolic end, v: is the average flow velocity in the blood vessel cross-section.上記の式により、最低血圧を基準とする相対値が算出され、血圧変化算出部８に出力される。 The above equation, the relative value relative to the minimum blood pressure is calculated and is output to the change in blood pressure calculating unit 8.一方で基準圧測定部９で計られたある時点における血圧の絶対値が血圧算出部１０に送られ、血圧算出部１０において、血圧値が連続的に算出される。 On the other hand the absolute value of the blood pressure at a point in time that is measured in the reference pressure measuring unit 9 is sent to the blood pressure calculation unit 10, the blood pressure calculation unit 10, the blood pressure value is calculated continuously.【００１９】 [0019]図２に血管断層像収集部の構成を示す。 It shows the configuration of a blood vessel tomographic image acquisition unit in FIG.超音波振動子群４aはa1からan、超音波振動子群４bはb1からbnのそれぞれｎ個（nは自然数）の超音波振動子で構成されている。 Group of ultrasound transducers 4a is an from a1, each of n bn from the ultrasonic transducer group 4b is b1 (n is a natural number) is constituted by an ultrasonic vibrator.超音波振動子群４aと超音波振動子群４ｂは距離Ｌだけ離れて平行に配置されている。 Ultrasonic transducer group 4a and the ultrasound transducer group 4b are arranged in parallel separated by a distance L.まず、超音波振動子４aのa1から超音波が動脈２に向けて発射され、動脈壁などで反射した信号が同一の振動子によって検出される。 First, ultrasonic waves from a1 of the ultrasonic transducer 4a is fired toward the artery 2, reflected signal such as an artery wall are detected by the same transducer.この一連の動作をa1からanまで続けることにより、超音波断層像３aが得られる。 By continuing this series of operations from a1 to an, the ultrasonic tomographic image 3a is obtained.動脈断層像３aが得られた後、動脈断層像３aを得たのと同様の操作をおこなうことにより動脈断層像４bを得る。 After arterial tomogram 3a is obtained, obtaining the arterial tomogram 4b by the same procedure as that obtained arterial tomogram 3a.【００２０】 [0020]なお、ここでは簡単のため、a1,a2,・・・,anと１個ずつの超音波振動子が送受信をおこなって断層像を得ると説明したが、アレイプローブを用いる一般的な超音波診断装置と同様、複数個の振動子によるビームフォーミングによって断層像を得ることも可能である。 Here, for simplicity, a1, a2, · · ·, an, and although the ultrasonic vibrators one by one has been described and obtain a tomographic image by performing transmission and reception, a typical ultrasound diagnosis using the array probe similar to device, it is also possible to obtain a tomographic image by the beam forming by the plurality of transducers.ビームフォーミングとはアレイ内の位相もしくは遅延の分布を制御して目的の性状の超音波ビームを形成することである。 The beamforming is to form an ultrasonic beam having properties of interest by controlling the distribution of the phase or delay in the array.【００２１】 [0021]動脈断層像を収集する方法に関しては、動脈断層像が得られる限り、任意である。 For the method of collecting arterial tomograms, unless arterial tomographic image is obtained, it is arbitrary.また、本実施形態では超音波振動子群４ａで断層像が得られた後に、超音波振動子群４ｂで断層像を得たが、断層像を得ることができる限り、断層像を同時に求めてもよいし、断層像の収集順序、振動子群の数、断層像の形状などの条件が任意であることはあきらかである。 Further, in the present embodiment after the tomographic image is obtained by the ultrasonic transducer groups 4a, but to obtain a tomographic image by the ultrasonic transducer group 4b, as long as it is possible to obtain a tomographic image, seeking a tomographic image at the same time may be, it is clear acquisition order of the tomographic image, the number of transducer group, the conditions such as the shape of the tomographic image is arbitrary.また、超音波振動子群を構成する超音波振動子についても、個数、配置の仕方、大きさ、発射される周波数などの条件に関しても、本発明の趣旨に反しない限り、任意の値に設定することが可能である。 Further, the ultrasonic transducer elements constituting each ultrasonic transducer group is also the number, the way of arrangement, size, with respect to conditions such as the frequency to be fired, as long as it is not contrary to the spirit of the present invention, set to an arbitrary value it is possible to.【００２２】 [0022]得られた断層像４ａ，４ｂは、血管断面積算出部５に伝達される。 The obtained tomographic image 4a, 4b is transmitted to the blood vessel cross-sectional area calculation section 5.図３は血管断面積算出部５の構成を示した図である。 Figure 3 is a diagram showing a configuration of a blood vessel cross-sectional area calculation section 5.伝達された断層像はフレームメモリ１１ａ，１１ｂに蓄えられている。 Tomogram transmitted is stored the frame memory 11a, a 11b.この画像を２値化処理部１２で２値化することで、血管壁を抽出する。 By binarizing this image binarization processing unit 12, extracts a blood vessel wall.血管に超音波を照射した場合、血管壁と血管内部との境界部分では強い反射が起こる。 When irradiated with ultrasonic waves in a blood vessel, strong reflection occurs at the boundary between the blood vessel wall and the blood vessel inside.一方、血管内は成分が一様であるため、音響インピーダンスの変化が少なく、反射波が弱い。 On the other hand, the blood vessel because the component is uniform, small changes in the acoustic impedance, weak reflected wave.よって、反射波の強いほど、白黒の高い階調値を割り当て、反射波の弱いものを、白黒の低い階調値を割り当てて画像化する場合、血管壁と血管内部との境界部分が白っぽく、血管内は階調が低い、つまり黒っぽい画像となる。 Thus, the stronger the reflected wave, assign a high black and white gray scale value, a weak reflection waves, when imaging by assigning low gradation value of black and white, whitish vessel wall and the blood vessel inside the boundary portion, intravascular low gradation, that is, blackish image.この性質を利用して、ある階調値を閾値として、それ以上のものを白、つまり最高の階調値とし、それ以下のものを黒、つまり最低の階調値とする処理（２値化処理）を行なう。 By utilizing this property, the threshold certain gradation values, white more than that, that is the maximum gradation value, black less ones, that is, the processing (binarization for the lowest tone value processing) is performed.この２値化処理は、画像処理の分野で一般的に用いられている。 The binarization processing is generally used in the field of image processing.【００２３】 [0023]２値化処理によって血管内部が黒く描出された映像から、血管形状算出部１３で血管内部の面積、血管径を求め、血流速算出部６と、脈波伝搬速度算出部７に伝達する。 From video Endovascular is rendered black by binarization, determined within the vessel area, the blood vessel diameter in the vessel shape calculating unit 13, the blood flow velocity calculating unit 6, is transmitted to the pulse wave propagation velocity calculating unit 7.なお、血管の断層像を時間経過に伴って連続的に求めることにより、血管の断面形状の時間変化を求めることができる。 Incidentally, by obtaining continuously with a tomographic image of the blood vessel over time, it is possible to obtain the temporal change of the blood vessel cross-sectional shape.図４の実線で示した図形のように、血流速算出部６では、超音波振動子群４ａ,４ｂによって血管の断面１４ａ,１４ｂの断面積（時間経過とともに変化する測定データ）Ｓa（ｔ）,Ｓb（ｔ）を求め、そのデータからＡ点、Ｂ点における断面内の平均流速ｖを、 Figure 4 as figure indicated by the solid line, the blood flow velocity calculating unit 6, the ultrasonic transducer groups 4a, blood vessel cross-section 14a by 4b, (measurement data change over time) the cross-sectional area of ​​the 14b Sa (t ), obtains the Sb (t), a point from the data, the average flow velocity v in the cross-section at point B,【００２４】 [0024]【数１】 [Number 1]【００２５】 [0025]ここで、ＬはＡ点とＢ点の間の距離により求める。 Here, L is determined by the distance between points A and B.なお、記号の上の「・」は、時間微分を示す。 In addition, "-" above the symbol indicates the time differential.ここで、上式が有効であることを説明する。 Here it will be described the above equation is valid.動脈中での流れでは、血管の半径方向の速度勾配や圧力勾配は無視してさしつかえない。 The flow in the artery, the radial velocity gradient and pressure gradient of the vessel is not permissible to ignore.この場合には、流れとしては管軸方向の平均速度だけを考えればよい。 In this case, the flow may be considered only an average speed of the tube axis direction.ただし、血管の断面積（従って半径）の変化は考慮する。 However, the change in cross-sectional area of ​​the blood vessel (and thus the radius) to consider.このようなモデルを準１次元モデルとよぶ。 Such a model is referred to as a quasi-one-dimensional model.【００２６】 [0026]図５に準１次元モデルの座標系を示す。 It shows the coordinate system of quasi-one-dimensional model in Fig.ここで血管の管軸をｘ軸とする。 Here the vessel axis and x-axis.また血管の断面積をＳ（ｘ,ｔ）とする。 The cross-sectional area of ​​the blood vessel and S (x, t).前述の測定点（２断面）の位置をｘ＝ｘ１,ｘ＝ｘ2とする（ｘ1＜ｘ2）。 The position of the measuring point of the above (2 section) and x = x1, x = x2 (x1 <x2).従って、Ｘ2が下流側である。 Accordingly, X2 is downstream.また、ｘ＝０は、心臓の駆出部と考える（ただし、他の任意の点としてもよい）。 Furthermore, x = 0 is considered to ejection of the heart (which may be any other point).準１次元流れでは、連続の式∂Ｓ／∂ｔ＋∂（ｖＳ）／∂ｘ＝０ （１） In quasi-one-dimensional flow, wherein .differential.S / ∂t + ∂ continuous (vS) / ∂x = 0 (1)が成り立つ。 It holds.（１）式から、 (1) from the equation,∂（ｖＳ）／∂ｘ＝−∂Ｓ／∂ｔ （２） ∂ (vS) / ∂x = -∂S / ∂t (2)となる。 To become.（２）式を、ｘについて区間[ｘ,＋∞]で積分すると、 The equation (2), the interval for x [x, + ∞] is integrated with,【００２７】 [0027]【数２】 [Number 2]【００２８】 [0028]であり、かつ、 , And the and,【００２９】 [0029]【数３】 [Number 3]【００３０】 [0030]が有限の値であることから、 Since There is a finite value,【００３１】 [0031]【数４】 [Number 4]【００３２】 [0032]となる。 To become.流量Ｑ（ｘ,ｔ）は、ｖ,Ｓの定義より、 The flow rate Q (x, t) is, v, from the definition of S,Ｑ（ｘ,ｔ）＝ｖ（ｘ,ｔ）Ｓ（ｘ,ｔ） （４） Q (x, t) = v (x, t) S (x, t) (4)であるから、（３）式を代入して、 Since it is, by substituting the equation (3),【００３３】 [0033]【数５】 [Number 5]【００３４】 [0034]となる。 To become.（５）式より、ｘ＝ｘ1における流量Ｑ（ｘ1,ｔ）は、 From equation (5), the flow rate Q in the x = x1 (x1, t) is【００３５】 [0035]【数６】 [6]【００３６】 [0036]となる。 To become.Ｔを拍動の周期より短い時間として、測定したい時間が、区間[０,Ｔ]だとすると、今考えている流れでは、心臓が１回拍動して、次の拍動までの期間では単一波とみなせるので、 As shorter than the period of the beating T, time to be measured, the interval [0, T] Datosuruto, the flow under consideration, heart beating once, single in the period until the next beat so it can be regarded as a wave,ｘ2≦ｘ＜∞ , ０≦ｔ≦Ｔ x2 ≦ x <∞, 0 ≦ t ≦ Tにおいて、Ｓは脈波が到達していないため時間変化せず、Ｓはｘのみの関数である。 In, S is not changed time since the pulse wave does not reach, S is a function of only x.従って、（５）式の第２項は、 Thus, (5) second term of the equation is,【００３７】 [0037]【数７】 [Equation 7]【００３８】 [0038]となる。 To become.よって、 Thus,【００３９】 [0039]【数８】 [Equation 8]【００４０】 [0040]となる。 To become.区間[ｘ1,ｘ2]の間隔が十分小さいため、区間[ｘ1,ｘ2]において、Ｓはｘについて単調増加または単調減少であるから、 For spacing interval [x1, x2] is sufficiently small, in the interval [x1, x2], since S is monotonic for x,Ｓ（ｘ,ｔ）＝（ｘ＋ａ）ｆ（ｔ） （９） S (x, t) = (x + a) f (t) (9)ここで、ａは定数と直線近似できる。 Here, a is be constant and linear approximation.従って、 Therefore,【００４１】 [0041]【数９】 [Equation 9]【００４２】 [0042]となる。 To become.（１０）式を（８）式に代入して、 (10) by substituting equation in the equation (8),【００４３】 [0043]【数１０】 [Number 10]【００４４】 [0044]となる。 To become.（４）式より、 (4) from the equation,ｖ（ｘ1,ｔ）＝Ｑ（ｘ1,ｔ）／Ｓ（ｘ1,ｔ） v (x1, t) = Q (x1, t) / S (x1, t)であるから、この式に（９）式、（１１）式を代入して、 Since it is, in the equation (9), by substituting (11),【００４５】 [0045]【数１１】 [Number 11]【００４６】 [0046]となる。 To become.ｘ1,ｘ2に比べて、ｘ2−ｘ1は十分小さいので、 Compared to the x1, x2, because the x2-x1 is sufficiently small,ｘ1＋ｘ2＋２ａ≒２（ｘ1＋ａ） （１３） x1 + x2 + 2a ≒ 2 (x1 + a) (13)と近似できるため、（１２）式は、 Since it can be approximated as: (12) Equation,【００４７】 [0047]【数１２】 [Number 12]【００４８】 [0048]となる。 To become.Ｌ＝ｘ2−ｘ1 （１５） L = x2-x1 (15)であるから、（１４）式は、 Since it is, equation (14),【００４９】 [0049]【数１３】 [Number 13]【００５０】 [0050]となる。 To become.（９）式より、 (9) from the equation,Ｓ（ｘ1,ｔ）＝（ｘ1＋ａ）ｆ（ｔ） （１７） S (x1, t) = (x1 + a) f (t) (17)Ｓ（ｘ2,ｔ）＝（ｘ2＋ａ）ｆ（ｔ） （１８） S (x2, t) = (x2 + a) f (t) (18)である。 It is.上式の差をとると、 Taking the difference of the above equation,Ｓ（ｘ2,ｔ）−Ｓ（ｘ1,ｔ）＝ｆ（ｔ）Ｌ （１９） S (x2, t) -S (x1, t) = f (t) L (19)また、 Also,Ｓ（ｘ1,ｔ）＝Ｓa（ｔ） （２０） S (x1, t) = Sa (t) (20)Ｓ（ｘ2,ｔ）＝Ｓb（ｔ） （２１） S (x2, t) = Sb (t) (21)であるから、（２０）式、（２１）式を（１９）式に代入して、 Since it is, (20), is substituted into the formula (19) (21),Ｓb（ｔ）−Ｓa（ｔ）＝ｆ（ｔ）Ｌ （２２） Sb (t) -Sa (t) = f (t) L (22)となる。 To become.（２２）式を両辺微分して、 (22) to both sides differentiating,【００５１】 [0051]【数１４】 [Number 14]【００５２】 [0052]となる。 To become.（２２）式、（２３）式より、（１６）式は、 (22) and (23), (16) is【００５３】 [0053]【数１５】 [Number 15]【００５４】 [0054]となる。 To become.（２４）式により、ｘ＝ｘ1における平均流速が求められた。 By (24), average flow velocity in the x = x1 is obtained.また、ｘ＝ｘ1での流量Ｑ（ｘ1,ｔ）は、（４）式より、 The flow rate Q in the x = x1 (x1, t), from equation (4),【００５５】 [0055]【数１６】 [Number 16]【００５６】 [0056]である。 It is.図４に示すように実際の血管においては、点線１５ａ，１５ｂのような形状をとっている可能性があり、直線近似による誤差を減らす改良として、２断面間の距離を短くする方法、あるいは超音波振動子をマトリックスアレイとすることで正確な値を得る方法や、実際の曲線つまり、点線によく合致する曲線で側面部分を仮定し、積分をおこなうことなどの改良が容易に思いつくが、これらはすべて、本発明の範囲であることは明らかである。 In actual vessel, as shown in FIG. 4, it may have taken a shape like a dotted line 15a, 15b, as an improvement to reduce the error due to linear approximation, a method to shorten the distance between the two cross-section or ultrasonic, a method of obtaining an accurate value by the ultrasonic transducer and the matrix array, the actual curve that is, assuming the lateral portions with a curve that matches well with the dotted line, although improvements such as readily occur to perform the integration, these it is clear that in the range of all, the present invention.【００５７】 [0057]脈波伝搬速度算出部７では、Ａ点、Ｂ点で生じる断面積の時間変化の時間遅れ（位相差）τで、 Ａ点、Ｂ点間の距離を割ることにより、 In the pulse wave propagation velocity calculating section 7, point A, the time of a temporal change in the cross-sectional area delay (phase difference) in τ caused by the point B, by dividing point A, the distance between the point B,Ｃ0＝Ｌ／τ C0 = L / τとして脈波伝搬速度Ｃ0を求める。 Find a pulse wave propagation velocity C0 as.血圧変化算出部８では、理論式Ｐ−Ｐ0＝ρＣ0ｖ＋（１／８）ρｖ 2 In the blood pressure change calculation unit 8, the theoretical formula P-P0 = ρC0v + (1/8 ) ρv 2に、伝達された流速、脈波伝搬速度を代入する。 In, the transmitted velocity substitutes PWV.この式は、（菅原基晃、桜井泰久ら：“動脈中の脈波の非線形理論”、医用電子と生体工学、１１巻、３号、１８０−１８９、１９７３）に記載されている。 This equation (Sugawara HajimeAkira, Yasuhisa Sakurai et al .: "Nonlinear theory of pulse wave in an artery", Medical Electronics and Bioengineering, Vol. 11, No. 3, 180-189,1973) have been described in.【００５８】 [0058]以上の処理により、基準圧測定部９で計られた時相の血圧値を元に血圧算出部１０で連続的に血圧を算出することが可能である。 By the above processing, in the blood pressure calculation unit 10 based on the blood pressure value of the time phase are measured in the reference pressure measuring unit 9 can be continuously calculating the blood pressure.この基準圧の測定には一例として、カフ式自動血圧計（ある時間内の血圧を１回のみ測定する１点測定）などにより最低血圧をあらかじめ求めておいて設定する方法がある。 As an example for the measurement of the reference pressure, (1 point for measuring the blood pressure within a certain time only once measuring) the cuff automatically sphygmomanometer and a method of setting in advance seeking diastolic blood pressure due.また、基準圧は最低血圧に限らず、同一時刻での圧力値とそのときの血圧変化算出部出力が得られれば設定可能である。 The reference pressure is not limited to diastolic blood pressure, the pressure value and the change in blood pressure calculation unit output at that time can be set as long obtained at the same time.【００５９】 [0059]算出された血圧値は使用者の必要に応じて、値を表示する液晶モニターなどの表示装置や、記録用の記憶媒体、プリンタなどに適宜出力することが可能となる。 Calculated blood pressure values ​​depending on the needs of the user, display devices such as LCD monitor to display the value, the storage medium for recording, it is possible to appropriately output to a printer or the like.なお、上記の説明では、生体内で反射された超音波を超音波振動子４ａ,４ｂが受信した信号を画像信号に変換した後に２値化するように説明したが、超音波振動子４ａ,４ｂから出力された受信信号を対数増幅し、検波した信号を２値化してもよい。 In the above description, the ultrasonic waves reflected by the living body ultrasonic transducer 4a, but 4b has been described as binarization after converting the signal received in the image signal, the ultrasonic transducer 4a, the received signal output from 4b logarithmically amplifies the detected signal may be binarized.【００６０】 [0060]（第２の実施形態） (Second Embodiment)第１の実施形態では、血管断面積算出部５はある固定の閾値で２値化し、血管を２値画像として抽出したが、血管断面積の算出に関してはこの方法に限らない。 In the first embodiment, and binarized by a threshold value of the blood vessel cross-sectional area calculation section 5 is fixed, has been extracted blood vessel as a binary image, it is not limited to this method with respect to the calculation of the blood vessel cross-sectional area.図６は超音波信号と血管の壁面１６の関係を示している。 Figure 6 shows the relationship between the wall surface 16 of the ultrasonic signal and the blood vessel.この図に示すように、血管の中心の直上にあるCm番目の超音波振動子から発せられる超音波は血管壁の接線に対して垂直に入射するため、同じ振動子Cmによって検出される反射波が大きい。 As shown in this figure, the ultrasonic waves emitted from the Cm-th ultrasonic transducer located directly above the center of the vessel to be incident perpendicularly to the tangent of the vessel wall, the reflected wave detected by the same transducer Cm It is large.しかしながら、直上から離れた場合には、振動子から発せられた超音波が血管壁の接線に対して斜めに入射するため、検出される反射波はCmに比べ弱くなってしまう。 However, when away from immediately above, the ultrasonic waves emitted from the transducer to incident obliquely to the tangent of the vessel wall, the reflected wave detected becomes weaker than in Cm.なお、複数個の振動子によるビームフォーミングをおこなう場合には、超音波ビームの中心軸が血管の中心に近い場合に反射波が大きく、血管の中心から、離れるほど反射波が小さくなる。 In performing beam forming by the plurality of transducers has a large reflected wave in the case where the central axis of the ultrasonic beam is close to the center of the vessel, from the center of the vessel, the more the reflected waves away becomes smaller.【００６１】 [0061]血管の中心の直上にあるCm番目の超音波振動子での反射波の強度が、図６（ｂ）で示す形状であるとする。 The intensity of the reflected wave at the Cm-th ultrasonic transducer located directly above the center of the vessel, and a shape shown in FIG. 6 (b).血管壁に対応する部分がＹａ，Ｙｂであり、Ｙｋの部分がノイズであるとする。 Portion corresponding to the vessel wall Ya, is Yb, the portion of the Yk is assumed to be noise.この場合、血管壁をうまく抽出するためには、閾値をノイズのピークより高く、血管壁のピークより低い、α2程度に設定するのが望ましい。 In this case, in order to successfully extract the blood vessel wall, the higher the peak of the noise threshold, lower than the peak of the vessel wall, it is desirable to set the order of [alpha] 2.【００６２】 [0062]しかしながら、図６（ｃ）では超音波振動子が血管の中心の直上にないため、血管壁の部分の反射波の強度が弱く、上述の閾値α2に達しておらず、閾値がα1からα3の間の値でなければならないという問題が生じ、ノイズのある場合には、固定の閾値を用いた２値化ではうまく血管壁を描出できないことがある。 However, since the ultrasonic vibrator in Figure 6 (c) is not directly above the center of the vessel, weak intensity of the reflected wave of the portion of the vessel wall, it does not reach the threshold α2 described above, the threshold from α1 of α3 there is a problem that must be a value between the case where a noise may not be able to visualize the well vessel wall binarization using fixed threshold.この問題を解決する方法として、本実施形態においては、超音波の血管壁の接線に対する入射角に応じて閾値を変化させる方法を示す。 As a method for solving this problem, in the present embodiment, a method of changing the threshold value in accordance with the incident angle to the tangent of the ultrasound of the vessel wall.【００６３】 [0063]図７は本実施形態における血管断面積算出部の概略構成を示す図である。 Figure 7 is a diagram showing a schematic configuration of a blood vessel cross-sectional area calculation section in the present embodiment.血管直上検出部１８は、どの素子が血管の直上にきているかを検出する。 Vascular immediately above detector 18, which element detects whether the come right above the blood vessel.図８に血管直上検出部の構成を示す。 It shows the configuration of the vessel just above the detection unit in FIG.図６の超音波振動子群３ｃにより得られた画像が、表示用のモニター２１に映し出される。 An image obtained by the ultrasonic transducer group 3c in FIG. 6, displayed on the monitor 21 for display.モニターには超音波振動子群３ｃの中心あるいはその付近にある振動子より得られた画像が画面上のどの部分に表示されているかを指し示すマーカ２２が表示されており、操作者はこのマーカ２２に血管像の中心が一致するように、プローブを移動させる。 The monitor are displayed marker 22 that indicates whether the image obtained from the transducer in the center or near the ultrasonic transducer group 3c is displayed in which portion of the screen is, the operator this marker 22 the center of the blood vessel images to match, moves the probe.中心からずれた血管像２３ａが、中心のマーカと一致する血管像２３ｂの位置に来るようにプローブの位置を調整し終えた後、操作者が検出終了確認ボタンを押すと、計測を開始する。 Blood vessel image 23a that is offset from the center, after finishing adjusting the position of the probe to come to the position of the blood vessel image 23b which coincides with the center of the marker, the operator presses the detection completion confirmation button, starts measurement.、 ,換算部１９はフレームメモリ１７から呼び出されたデータが、超音波振動子群のどの振動子から得られたデータであるかを、フレームメモリ１７のアドレスより計算し、閾値変化２値化部２０に伝達する。 Conversion unit 19 is called from the frame memory 17 data, whether the data obtained from which transducers of the ultrasonic transducer groups, calculated from the address of the frame memory 17, the threshold value changing binarization section 20 introduce.閾値変化２値化部２０は上述の換算部から出力されるデータにより、閾値を変化させて２値化する。 Threshold change binarization unit 20 uses the data output from the conversion unit described above, binarization by changing the threshold value.【００６４】 [0064]閾値変化２値化部２０により設定される閾値は、必ずしも血管壁に対する超音波信号の入射角のみによって決められるものではない。 Threshold set by the threshold change binarization unit 20 it is not necessarily determined only by the angle of incidence of the ultrasonic signal to the vessel wall.実際には、測定条件や被験者などによっても変化する。 In fact, also changes depending on the measurement conditions and subject.よって、閾値変化に適当な補正項をつけることは本発明の趣旨に反するものではない。 Therefore, it is not contrary to the spirit of the present invention to give an appropriate correction term to a threshold change.抽出した血管壁から、血管の断面積Ｓ、血管内半径ｒ、あるいはその時間変化から血管状態などを求めることが可能である。 From the extracted blood vessel wall, it is possible to determine the cross-sectional area of ​​the vessel S, intravascular radius r, or the like vascular conditions from the time change.【００６５】 [0065]血管壁のヤング率を反映し、動脈硬化の指標とされる脈波伝搬速度を求める方法を示す。 Reflecting the Young's modulus of the vascular wall, it shows a method for obtaining a pulse wave propagation velocity that is an indicator of atherosclerosis.図９は脈波伝搬速度を求める際の構成図（ａ）及び得られる波形（ｂ）を説明する図である。 Figure 9 is a diagram for explaining a configuration diagram for obtaining the PWV (a) and resulting waveform (b).超音波振動子群を距離Ｌだけ離して、動脈上に配置する。 Release the group of ultrasound transducers by a distance L, it is placed on the artery.それぞれの超音波振動子群から得られた断層像から本実施形態の上記の手法により、断面積を求める。 The above method of the present embodiment from the tomographic images obtained from each group of ultrasound transducers to determine the cross-sectional area.得られた波形は、図９（ｂ）に示すように、脈動を反映した波形となる。 The resulting waveform, as shown in FIG. 9 (b), a waveform that reflects the pulsation.２つの断層像３ａ，３ｂにみられる断面積変化の時間遅れ（位相差）をτとすると、脈波伝搬速度ＣはＣ＝Ｌ／τで求めることができる。 Two tomograms 3a, the time delay of the cross-sectional area changes observed in 3b (phase difference) and tau, PWV C can be determined by C = L / tau.通常、脈波伝搬速度は頚動脈波と股動脈波の時間差により、求められるが、頚動脈と股動脈の間に存在するすべての血管の硬化度を反映したものである。 Normally, pulse propagation velocity by the time difference between the carotid wave and femoral artery wave, but determined, which reflects the degree of cure of all blood vessels that exist between the carotid and femoral artery.従って、本方法によって、局所的な脈波伝搬速度を計測することが可能となり、動脈硬化の進行の進んだ部位の特定などのより詳細な診断が可能となる。 Thus, by this method, it is possible to measure the local PWV, thereby enabling more detailed diagnosis of specific sites advanced the progression of arteriosclerosis.【００６６】 [0066]また、図９（ｂ）の断層像３ａの断面積の変化の周期τ1から、一分あたりに換算した脈拍数ＲＲをＲＲ＝６０／τ1という換算式で求めることができる。 Also be determined from the period .tau.1 of change in cross-sectional area of ​​the tomographic image 3a of FIG. 9 (b), the pulse rate RR in terms of per-minute conversion formula of RR = 60 / τ1.さらに、２つの断層像３ａ，３ｂから血流量や断面内平均流速を求めることが可能である。 Furthermore, two tomographic images 3a, it is possible to determine the blood flow rate and the cross-section in the mean velocity from 3b.これらを求める方法は第１の実施形態で既に述べた。 Method for obtaining them are described already in the first embodiment.また、血圧計測技術を組み合わせると、さらに直接的に血管の弾性率を求めることが可能となり、動脈硬化度を評価する上で有効な計測が可能となる。 Also, the combination of blood pressure measurement techniques, more directly it becomes possible to determine the elastic modulus of the blood vessel, it is possible to effective measurement for evaluating the degree of arteriosclerosis.動脈硬化の指標として、圧力弾性率Epが、 As an indicator of arteriosclerosis, a pressure elastic modulus Ep,Ep＝ΔP／（Δｒ／ｒ ） Ep = ΔP / (Δr / r)で定義されている。 In are defined.この指標を特開平４−３２９９３８号公報では、血管内に挿入するカテーテルで圧力、血管径を求めているが、本実施形態に記載された方法を用いれば、非侵襲に計測することができる。 The indicator in JP-4-329938 and JP-pressure catheter inserted into the blood vessel, but seeking vessel diameter, using the method described in this embodiment, can be measured noninvasively.上記の脈拍、脈波伝搬速度、圧力弾性率以外にも、血管壁の厚み、血管壁の脈動速度など、抽出した血管壁の断面形状の時間変化から様々な循環器の情報を得ることが可能であると考えられるが、これらはすべて本発明の範疇であることは明らかである。 The above pulse rate, pulse propagation velocity, in addition to pressure elastic modulus, can be obtained in the vessel wall thickness, pulsation rate of the blood vessel wall, the information of various cardiovascular from the time variation of the cross-sectional shape of the extracted blood vessel wall Although believed to be, it is clear that these are the scope of this invention.【００６７】 [0067]（第３の実施形態） (Third Embodiment)第２の実施形態においては、血管の中心の直上を検出する直上検出を、操作者が手動でおこなう方法を示したが、これ以外の方法で血管の直上を特定することも可能である。 In the second embodiment, the directly detected to detect the directly above the center of the vessel, but the operator shows how performed manually, it is also possible to identify immediately above the blood vessel in any other way.本実施形態では、感圧素子を用いた直上検出の方法を示す。 In the present embodiment, a method for directly detection using pressure sensitive element.図１０は、血管２の中心を求めるための感圧素子群の概略構成を示す図である。 Figure 10 is a diagram showing a schematic configuration of a pressure-sensitive element group for determining the center of the vessel 2.感圧素子群３１をカフ等の押圧部で押し込むことで、血管を圧迫し、図のように平坦に変形させることで、圧力値が感圧素子群３１に伝わる。 By pressing the pressure-sensitive element group 31 by the pressing of the cuff such as to compress the blood vessel, by flatly deformed as shown, the pressure value is transmitted to the sensitive element group 31.伝わる圧力の最大を示す部分を血管の直上とする。 The portion indicating a maximum transmitted pressure and immediately above the blood vessel.【００６８】 [0068]ここでは、伝わる圧力の最大値をとる部分を直上としたが、これは圧迫法、圧迫強度、血管の位置などによっても異なるので、直上の判断を示す方法を条件に応じて改良することは、任意である。 Although referred to here as the directly above the portion having the maximum value of the pressure transmitted, this compression method, compression strength, since varies depending on the position of blood vessels, improving in accordance with the method shown decisions directly above the conditions, it is optional.図１１は上記の直上検出手段の構成の一例を示す図である。 Figure 11 is a diagram showing an example of the configuration of the immediately above the detection means.超音波振動子群４ｅと感圧素子群３１を平行に配置している。 The ultrasonic transducer group 4e and the pressure-sensitive element group 31 are arranged in parallel.まず、血管像を計測する前に、感圧素子群３１を適度な圧力で生体に押しつけ、圧波形をもとに感圧素子群３１のどの圧力素子が、血管の直上にあるかを判定する。 First, it is determined prior to measuring the blood vessel image, pressed against the living body pressure sensitive element group 31 at a moderate pressure, the pressure elements of the pressure-sensitive element group 31 throat based on pressure waveform, whether immediately above the blood vessel .この直上の判定は血管の脈動によって時間変化する各圧力素子の圧波形を比較し、もっとも大きくなる感圧素子を直上とする。 Determination of just above compares the pressure waveform of the pressure element which changes time by pulsation of the blood vessel, and directly above the largest becomes sensitive element.直上であるとされた感圧素子に近接している超音波振動子を、直上の超音波振動子と判断する。 An ultrasonic transducer in proximity to a is as has been sensitive element immediately above, it is determined that the ultrasonic transducer immediately above.直上の検出が終了した後は、血管の扁平をさけるために圧迫をゆるめることも可能である。 After detection of the immediately above has been completed, it is possible to loosen the compression to avoid flat vessels.【００６９】 [0069]第２の実施形態においては、超音波の入射角により閾値を変化させるとしたが、これは必ずしも、入射角のみ（たとえば入射角の正弦との比例関係でのみ）で閾値が決定されると限定しているものではない。 In the second embodiment, and limited has been to alter the threshold by the incident angle of the ultrasonic wave, which is always the threshold is determined only by the incident angle (for example, only a proportional relationship with the sine of the angle of incidence) It does not have.各振動子から得られる超音波の映像に対して、逐次、入射角を計算することが機器の構成上煩雑で困難である場合には、血管の直上の超音波振動子により受信された超音波信号からなる映像部分を入射角０度と設定し、これを基準として、その振動子から離れるに従って、直線的、曲線的など任意の波形で閾値を変化させるという方法をとることも可能である。 The ultrasound images obtained from the respective transducers, sequentially, when calculating the angle of incidence is difficult and complicated the construction of the device, the ultrasonic wave received by the ultrasonic transducer immediately above the blood vessel the video portion consisting of the signal is set to an incident angle of 0 degrees, as this basis, the distance from the transducer, linear, it is also possible to employ a method of changing the threshold value rounded throat arbitrary waveform.つまり、１あるいは数箇所の入射角の情報のみを利用するという簡易的な方法を用いることも、本発明の範囲内である。 In other words, it is within the scope of the present invention using a simple method of utilizing only the information of the incident angle of 1 or several points.【００７０】 [0070]図１２は閾値の設定の例を示した図である。 Figure 12 is a diagram showing an example of threshold setting.図１２（ａ）では直上の血管部分の閾値をβ１とし、直線状に閾値を変化させ、直上からｒaだけ離れたところの閾値がβ２となるように閾値を設定している。 12 and the threshold value of the blood vessel portion just above the (a) .beta.1, linearly changing the threshold, the threshold at a distance by ra from directly above is the threshold value is set so that .beta.2.しかしながら、同じ血管においても脈動がある場合には、拡張期と収縮期においては、設定すべき閾値を変えるのが適当である。 However, if there is a pulsation in the same vessel, in the diastole and systole, it is appropriate to change the threshold to be set.従って、図１２（ｂ）では３４ａで示すように血管の拡張している場合には実線のように、３４ｂで示すように収縮している場合には点線のようにと、脈動に応じて閾値を変化させる方法をとっている。 Therefore, if you are dilation of blood vessels as shown by 34a in FIG. 12 (b) as shown by the solid line, when you are contracted as shown by 34b and as shown by a dotted line, in accordance with the pulsation threshold It has taken a method of changing the.具体的には、心電図、心音などのデータから、拡張、収縮期を知る拡張・収縮検出部を設けて、そのデータにより閾値を変化させる方法が考えられる。 Specifically, electrocardiogram, from data such as heart sounds, extension, provided the expansion and contraction detector to know systolic, a method of changing the threshold value is considered by the data.【００７１】 [0071]なお、上記のように閾値を入射角に応じて直線状あるいは曲線状に変化させ、且つ、この直線状あるいは曲線状の閾値の変化曲線全体を、ボリューム等により平行に上下動できるようにしておき、操作者が画面上の血管断面の２値化画像を見ながら、血管壁がもっとも鮮明に見えるようにボリュームを調整するようにしても良い。 Incidentally, it varied linearly or curved depending on the angle of incidence threshold as described above, and the change the overall curve of the linear or curved threshold, leave to be parallel to vertical movement by volume, etc. the operator while viewing the binary images of the vessel cross-section on the screen, the vessel wall may be adjusted the volume to look sharp.【００７２】 [0072]以上の実施形態に示したように、血管の状態に応じて適切な閾値を設定することにより、動脈の血管壁を抽出し、血管壁の映像から種々の循環情報の計測をおこなうことが可能となる。 As shown in the above embodiment, by setting an appropriate threshold value according to the state of the blood vessel to extract the blood vessel wall of the artery, it is possible to perform the measurement of various circulatory information from the vessel wall video Become.なお、本発明による装置を、他の装置の一部として利用することは、本発明の趣旨に反しない限り、任意である。 Incidentally, the apparatus according to the invention, be utilized as part of another device, as long as it is not contrary to the spirit of the present invention, is optional.たとえば、超音波診断装置に本発明による装置を連動させ、抽出した血管壁を超音波像に重ねてモニタ表示したり、得られた数値をモニタの画面や用紙に出力することは本発明の範囲であることは明らかである。 For example, by linking the device according to the present invention the ultrasonic diagnostic apparatus, the extracted blood vessel wall or monitor displayed superimposed on the ultrasonic image, to output the values ​​obtained on the monitor screen or paper of the present invention range it is clear that is.【００７３】 [0073]【発明の効果】 【Effect of the invention】以上説明したように、本発明によれば、血管壁の脈動による管壁の動きを考慮した理論式をもちいて、血圧を連続的かつ非侵襲に測定することができる。 As described above, according to the present invention, using a theoretical equation that takes into account the movement of the tube wall due to pulsation of the blood vessel wall, the blood pressure can be measured continuously and non-invasively.また、超音波断層像から血管壁部分を抽出できる構成を用いることにより、非侵襲に血管、血流状態などの循環器指標を計測できる循環器情報計測システムを提供することができる。 Further, by using a configuration capable of extracting the blood vessel wall portion from the ultrasonic tomographic image can be provided to the non-invasive blood vessel, cardiovascular information measurement system capable of measuring the cardiovascular indicators such as the state of blood flow.【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS【図１】本発明の循環器情報計測システムの第１の実施形態としての血圧測定装置の構成を示した図である。 1 is a diagram showing a configuration of a blood pressure measurement apparatus according to a first embodiment of the cardiovascular information measurement system of the present invention.【図２】血管断層像収集部の構成を示す図である。 2 is a diagram showing a configuration of a blood vessel tomographic image acquisition unit.【図３】血管断面積算出部の構成を示した図である。 3 is a diagram showing a configuration of a blood vessel cross-sectional area calculation section.【図４】血管の一部を拡大して示した模式図である。 4 is a schematic view showing an enlarged portion of a blood vessel.【図５】準１次元モデルの座標系を示す図である。 5 is a diagram showing a coordinate system of quasi-one-dimensional model.【図６】超音波信号と血管の壁面の関係を示した図である。 6 is a diagram showing the relationship between the wall surface of the ultrasonic signal and the blood vessel.【図７】第２の実施形態における血管断面積算出部の概略構成を示す図である。 7 is a diagram showing a schematic configuration of a blood vessel cross-sectional area calculation section in the second embodiment.【図８】血管直上検出部の構成を示す図である。 8 is a diagram showing a configuration of a blood vessel just above the detection unit.【図９】脈波伝搬速度を求めるための構成を示す図である。 9 is a diagram showing a configuration for determining a PWV.【図１０】血管の中心を求めるための感圧素子群の概略構成を示す図である。 10 is a diagram showing a schematic configuration of a pressure-sensitive element group for determining the center of the vessel.【図１１】血管の直上検出手段の構成の一例を示す図である。 11 is a diagram showing an example of the configuration of directly detecting means of the blood vessel.【図１２】閾値の設定の例を示した図である。 12 is a diagram showing an example of threshold setting.【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS１ 血管断層像収集部２ 血管３ａ,３ｂ 超音波断層像４ａ,４ｂ 超音波振動子群 1 vessel tomogram acquisition unit 2 vessels 3a, 3b ultrasonic tomographic image 4a, 4b ultrasonic transducer group

Claims (6)

Translated from Japanese

動脈上の少なくとも２ヶ所の血管の断面の形状を同時に検出する断面形状検出手段と、 And a cross-sectional shape detection means for detecting at least two places on the arterial cross-sectional shape at the same time,該断面形状検出手段により検出された断面形状に基づいて、前記２ヶ所の断面の断面積を算出する断面積算出手段と、 Based on the cross-sectional shape which is detected by the cross-sectional shape detection means, the cross-sectional area calculation means for calculating the cross-sectional area of ​​the cross section of the two locations,前記断面積算出手段により求められた断面積に基づいて血管内の血液の平均流速を算出する流速算出手段と、 A flow rate calculation means for calculating the average flow velocity of the blood in the blood vessel based on the cross-sectional area determined by the cross-sectional area calculation means,前記断面形状検出手段により検出された２ヶ所の血管の断面形状の時間変化から前記２ヶ所の断面の間の脈波の伝搬速度を算出する脈波速度算出手段と、 And the pulse wave velocity calculation means for calculating the propagation velocity of the pulse wave between the cross-section of the two locations from the time change of the blood vessel cross-sectional shape of the two positions detected by said sectional shape detection means,前記流速算出手段により算出された血液の流速と、前記脈波速度算出手段により算出された脈波の伝搬速度とに基づいて、特定の時相における血圧値を基準とする相対血圧値を算出する相対血圧算出手段と、 Wherein the flow rate of the blood which is calculated by the flow rate calculation means, based on the propagation speed of the calculated pulse wave by said pulse wave velocity calculation means calculates the relative blood pressure value to a reference blood pressure value in the specific time phase relative blood pressure calculation means,あらかじめ測定されている基準となる前記特定の時相における血圧値と前記相対血圧値とに基づいて、絶対血圧値を算出する絶対血圧算出手段とを具備し、 Based on said blood pressure value relative blood pressure value in advance a being measured reference the specific time phase, comprising an absolute blood pressure calculation means for calculating an absolute blood pressure value,前記流速算出手段は、前記２ヶ所の断面の断面積の時間微分と前記２ヶ所の断面の距離とから、前記２ヶ所の断面と血管壁により囲まれた部分の血液の平均流速を算出することを特徴とする循環器情報計測システム。Said flow rate calculation means from said the time derivative and the distance of the cross section of the two locations of the cross-sectional area of the cross section of the two places, and calculating the average flow velocity of the blood of the surrounded by two places section and the vessel wall portion cardiovascular information measurement system according to claim.

前記断面形状検出手段は、前記動脈に向けて超音波を放射する超音波放射手段と、生体内で反射された超音波を検出する超音波検出手段と、前記動脈の管壁の断面形状を抽出するために、前記超音波検出手段からの出力信号を適切な閾値を基準として２値化する２値化手段とを備えることを特徴とする請求項１に記載の循環器情報計測システム。 The cross-sectional shape detection means, extraction and ultrasonic radiation means for radiating an ultrasonic wave toward the artery, ultrasonic detection means for detecting the ultrasonic wave reflected by the living body, the cross-sectional shape of the tube wall of the artery to cardiovascular information measurement system according to claim 1, characterized in that it comprises a binarizing means for binarizing an output signal from said ultrasonic detection means based on the appropriate threshold.

前記断面形状検出手段は、前記超音波検出手段からの出力信号を画像信号に変換する変換手段をさらに具備することを特徴とする請求項２に記載の循環器情報計測システム。 The cross-sectional shape detection means, cardiovascular information measurement system according to claim 2, wherein the further comprising converting means for converting the image signal output signal from the ultrasonic detection unit.

前記２値化手段は、前記超音波検出手段からの出力信号を前記変換手段により画像信号に変換した後に、適切な画像濃度値を閾値として２値化することを特徴とする請求項３に記載の循環器情報計測システム。 It said binarizing means, the output signal from the ultrasonic detection means after conversion to the image signal by the conversion means, according to claim 3, characterized in that binarizing the appropriate image density value as a threshold value cardiovascular information measurement system.

前記２値化手段は、超音波の入射方向と前記動脈の血管壁のなす角度に応じて前記閾値を設定する設定手段を備えることを特徴とする請求項２に記載の循環器情報計測システム。 Said binarizing means, cardiovascular information measurement system according to claim 2, characterized in that it comprises a setting means for setting the threshold value according to the angle of the vessel wall of the artery to the incident direction of the ultrasonic wave.

前記２値化手段は、前記断面形状検出手段により検出された血管の断面形状と前記超音波の入射方向とに基づいて、該超音波の入射方向と前記血管壁のなす角度を演算する演算手段をさらに備えることを特徴とする請求項５に記載の循環器情報計測システム。 It said binarizing means, the cross-sectional shape detection means and the blood vessel cross-sectional shape detected by said based on the incident direction of the ultrasonic wave, calculating means for calculating the angle of the incident direction and the vessel wall ultrasound cardiovascular information measurement system according to claim 5, further comprising a.